JP6280558B2 - 温度分布決定装置 - Google Patents

Description

本発明は、温度分布決定装置、温度分布決定方法、及びエネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定するコンピュータプログラムに関する。本発明は更に、エネルギーを対象に印加するシステムであって、温度分布決定装置を有するシステムに関する。

欧州特許第2387963A1号公報は、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定装置を開示している。

この装置は、対象が第１の温度レンジ内の温度に加熱されるようにエネルギーが対象に印加される間、対象内の空間及び時間依存の第１の温度分布を測定する温度分布測定ユニットを有する。装置は更に、測定された第１の温度分布の空間及び時間依存性に基づいて、第１の温度レンジとは異なる第２の温度レンジ内で、対象の空間及び時間依存の第２の温度分布を評価する温度分布評価ユニットを有する。

本発明の目的は、決定される温度分布の改善された正確さを与える、温度分布決定装置、温度分布決定方法、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定するためのコンピュータプログラムを提供することである。本発明の他の目的は、エネルギーを対象に印加するシステムであって、温度分布決定装置を有するシステムを提供することである。

本発明の第１の見地において、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定装置であって、エネルギーはエネルギー印加素子を使用することにより印加され、前記温度分布装置は、エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジ内で、対象内の第１領域における第１の温度分布を測定する温度分布測定ユニットと、変更可能なモデルパラメータに依存して、対象内の第１領域及び該第１領域よりエネルギー印加素子に近い第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供するモデル提供ユニットと、第１領域における第１の温度分布からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジとは異なる第２の温度レンジ内で、第２領域における第２の温度分布を評価する温度分布評価分布ユニットと、を有する温度分布装置が提供される。

モデルパラメータが、エネルギーの印加中に変更されるので、第２の温度分布を評価する間に第２の温度レンジ内でのモデルパラメータの温度依存性が考慮されることができ、それにより、第２の温度分布の評価の正確さを改善する。例えば、第１の温度レンジが摂氏５０度以下の温度を含み、第２の温度レンジがより大きい温度を含む場合、より大きい第２の温度分布を評価する間に、該第２の温度レンジ内でのモデルパラメータの温度依存性が考慮されることができ、それにより、第２の温度分布を決定する正確さを改善する。

第２の温度レンジは好適には、温度分布測定ユニットが温度分布を測定することができない又は正確に温度分布を測定することができない温度レンジである。例えば、温度分布測定ユニットが、温度分布を測定するために超音波温度測定プロシージャを実施するように適応される場合、第２の温度レンジは、摂氏５０度より大きい温度を含むことができ、第１の温度レンジは、摂氏５０度以下の温度を含みうる。

第１の温度分布は、時間及び／又は空間依存の分布でありうる。好適には、第１の温度分布は、時間及び空間依存の温度分布である。更に、第２の温度分布は、空間及び／又は時間依存の温度分布でありえ、空間及び時間依存の温度分布が好ましい。

第２の温度レンジ内での変更可能なパラメータの温度依存性が第２の温度分布を評価する間に考慮されることができる該変更可能なパラメータは、好適には、対象の熱伝導率のような熱的パラメータ及び／又は導電率のような電気的パラメータを含む。対象が空間的に不均一である場合、変更可能なパラメータもまた、好適には空間的に不均一であり、変更可能なパラメータの空間的な不均一性は、対象の空間的な不均一性に対応する。例えば、対象は、組織、血管、その他の異なる種類のような異なる要素を含む生物の一部でありえ、この場合、生物の一部のこれらの異なる要素の少なくともいくつかに関して、異なる変更可能なパラメータが、モデルによって提供されることができる。

好適には、エネルギー印加素子は、エネルギー印加素子において温度を測定するように適応され、提供されるモデルは、第１及び第２領域における及びエネルギー印加素子におけるモデル温度分布を記述し、温度分布評価ユニットは、第１領域における第１の温度分布及びエネルギー印加素子のところで測定された温度からのモデル温度分布のずれが最小にされるように、モデルパラメータを変更するように適応される。エネルギー印加素子において測定された温度を付加的に考慮することによって、第２領域における第２の温度分布の評価が一層改善されることができる。

好適には、温度分布評価ユニットが少なくとも第１及び第２の温度分布を含む全体の温度分布を評価することができるように、第１領域及び第２領域は隣り合った領域である。第１及び第２領域が隣り合った領域でなく、他の領域が第１領域と第２領域との間にある場合、温度分布評価ユニットは、好適には、第１領域、第２領域、並びに第１及び第２領域の間の領域をカバーする全体の温度分布を評価するように適応される。

更に好適には、モデル提供ユニットは、前記提供されるモデルを初期モデルパラメータで初期化するように適応され、この場合、少なくとも１つの初期モデルパラメータが、対象特有のモデルパラメータである。例えば、対象が血管を含む生物である場合、血管内のフロー速度は、例えば超音波ドップラー技法によって決定されることができ、フロー速度は、対象特有の初期モデルパラメータでありえ、第１領域における第１の温度分布にモデルを適応させるために、及び任意にはエネルギー印加素子において測定された温度にモデルを適応させるために、温度分布評価ユニットによって変更されることができる。対象特有の初期モデルパラメータを使用することは、第２の温度レンジ内で第２の温度分布を評価する正確さを一層改善することができる。

好適な実施形態において、対象は生物であり、エネルギーは、生物の一部をアブレーションするために生物に印加され、温度分布決定装置は、アブレーションされた対象内の領域を規定するアブレーションされた領域（以下、アブレーション領域）を決定するアブレーション領域決定ユニットを更に有し、アブレーション領域決定ユニットは、評価された第２の温度分布が予め規定された温度閾値より大きい温度を含む対象の部分を決定することによって、アブレーション領域を決定するように適応される。これは、アブレーション領域の発生を観察することによって、アブレーションプロシージャを監視することを可能にする。アブレーション領域は、好適にはディスプレイに表示される。更にディスプレイには、腫瘍領域であってアブレーションされるべきである関心領域が、表示されることができる。例えば、アブレーション領域と関心領域とのオーバレイが、ディスプレイに表示されることができる。

生物は人又は動物であり、エネルギー印加素子は、好適には、エネルギーを印加するように適応されたニードル又はカテーテルである。エネルギーは好適にはラジオ周波数（ＲＦ）エネルギーであり、カテーテル又はニードルは好適には対応するＲＦ電極を含む。関心領域は、好適には、完全にアブレーションされるべき腫瘍領域である。決定されたアブレーション領域及び腫瘍領域を表示することによって、それらは、アブレーションプロシージャを実施している医師によって容易に比較されることができ、それにより、医師は、アブレーション領域が腫瘍領域を完全にカバーしていることを確かめることができる。

温度分布測定ユニットは、好適には、第１領域の超音波データを取得する超音波プローブと、取得された超音波データに基づいて温度分布を決定する超音波温度測定ユニットとを有する。これは、既知の磁性共鳴を利用する温度分布測定装置と比較して技術的にあまり複雑でないやり方で、エネルギーの印加中に、第１領域内の第１の温度分布を測定することを可能にする。

温度分布測定ユニットは好適には、第１領域が平面によって形成されるように適応される。第１領域は、１又は複数の平面によって形成されることができ、それは、垂直及び／又は水平でありうる。例えば、超音波プローブは、互いに直交する及び第１領域を規定する２つの平面において超音波データを取得するように適応されることができる。しかしながら、第１領域は非平面であってもよく、特にカーブしていてもよい。

好適には、温度分布測定ユニットは、エネルギー印加素子に超音波プローブを固定する固定具を有する。固定具は、好適には知られている寸法を有し、それにより、固定具が超音波プローブ及びエネルギー印加素子を互いに接続する場合、超音波プローブとエネルギー印加素子との間の空間的な関係、特に距離が知られる。固定具は、好適には、温度測定ユニットが第１領域において第１の温度分布を測定するように適応され、かかる第１領域は、第１の温度分布が第１領域内で測定可能であるようなエネルギー印加素子までの距離を有し、すなわち、第１領域は、エネルギー印加素子に対し近すぎないところにある。

一実施形態において、温度分布測定ユニットは、第１の温度レンジ内で、個々の異なる第１領域における個々の異なる第１の温度分布を測定するために、測定された第１の温度分布に依存して第１領域を変更するように適応され、モデル提供ユニットは、それが変更可能なパラメータに依存して対象内の異なる第１領域及び第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供するように適応され、温度分布評価ユニットは、第１領域における第１の温度分布からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、第２の温度レンジ内で、第２領域の第２の温度分布を評価するように適応される。第１領域は、それぞれ異なる第１領域においてそれぞれ異なる第１の温度分布を測定するために、測定された第１の温度分布に依存して変更されるので、第１領域は、現在の測定された第１の分布に適応されることが可能である。これは、例えば、実際に測定された第１の温度分布に依存して第１領域を変更することを可能にし、それゆえ、直前の第１領域における温度が、正確に測定されるためにはあまりに高すぎる場合、変更された第１領域、すなわち新しい第１領域において、対象の温度の測定が続行されることができ、これにより、対象の第１の温度分布が測定されうる期間を延ばす。

好適には、温度分布測定ユニットは、第１領域の位置を変えることによって、第１領域を変更するように適応される。特に、温度分布測定ユニットは、それぞれ異なる位置に第１領域を連続的に位置付けるように適応され、第１領域の位置が変えられる場合、それは、エネルギー印加素子に対しより近い位置から、エネルギー印加素子に対しより遠い位置に変えられる。温度分布測定ユニットがもはや現在の第１領域において温度を測定することが可能でなくなる場合、異なる距離を有する異なる第１領域をエネルギー印加素子に提供することによって、温度分布の測定が、現在の第１領域よりエネルギー印加素子に対し離れた別の第１領域において続行されることができる。こうして、加熱プロセス中、エネルギー印加素子に対するそれぞれの第１領域の距離を増大することによって、対象の温度が測定されることができる期間が、比較的単純なやり方で非常に効果的に増大されることができる。

温度分布測定ユニットは、超音波プローブを有することができ、第１領域を変更するために第１領域の位置を変えるために超音波プローブを移動するよう適応されることができる。この場合、超音波プローブは、好適には１次元の超音波プローブである。これは、技術的に比較的単純な超音波プローブを使用して、エネルギー印加素子に対するそれぞれ異なる距離を有するそれぞれ異なる第１領域における温度分布を測定することを可能にする。超音波プローブは更に、超音波プローブを移動させることなく第１領域の位置が変えられるように、適応されることもできる。この場合、超音波プローブは、好適には２次元の超音波プローブである。これは、機械的移動装置を必要とすることなく、エネルギー印加素子に対して超音波プローブを移動させるための超音波プローブを提供することを可能にし、これは、結果として機械的により単純な温度分布測定ユニットをもたらすことができる。

更に好適には、温度分布測定ユニットは、超音波プローブが、基準温度にあるそれぞれ異なる第１領域の基準超音波データ、及びそれぞれ異なる第１領域の実際の超音波データを取得するように、適応され、超音波温度測定ユニットは、個々の第１領域について得られる個々の実際の超音波データ、個々の第１領域について得られる基準超音波データ、及び個々の基準温度に依存して、個々の第１領域の第１の温度分布を決定する。特に、基準データ取得ステージにおいて、超音波プローブが、知られている基準温度にあるそれぞれ異なる第１領域の基準超音波データを取得し、温度分布測定ステージにおいて、超音波プローブが、実際の超音波データを取得し、超音波温度測定ユニットが、個々の第１領域について取得された個々の実際の超音波データ、個々の第１領域について取得される基準超音波データ、及び個々の基準温度に依存して、それぞれ異なる第１領域内の第１の温度分布を決定するように、温度分布測定ユニットが適応される。基準温度は、各々の第１領域について同じでありうる。例えば、対象が人である場合、基準温度は摂氏３７度でありうる。特に、エネルギー印加素子が、腫瘍のような人の一部をアブレーションするアブレーション素子である場合、アブレーションプロシージャが開始される前に、基準データ取得ステージにおいて、超音波プローブは、基準超音波データを得ることができ、この場合、人は、摂氏約３７度の知られている温度を有する。アブレーションプロシージャの間、第１の温度分布は、アブレーションプロシージャ中に基準データの取得を必要とせずに、異なる第１領域において測定されることができ、それにより、アブレーションプロシージャ中に超音波温度測定によって第１の温度分布を迅速に及び正確に測定することが可能になる。

別の好適な実施形態において、モデル提供ユニットは、対象のモデルを提供し、該モデルは、個別の第１の温度分布がすでに測定された第１領域、及び個別の第１の温度分布が、変更可能なモデルパラメータに依存してまだ測定されていない第１領域のモデル温度分布を記述し、温度分布評価ユニットは、第１の温度分布が既に測定された第１領域において測定された第１の温度分布からの、第１の温度分布が既に測定された第１領域におけるモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、及び変更されたモデルから基準温度を決定することによって、第１の温度分布がまだ測定されていない第１領域についての基準温度を決定する。従って、この実施形態において、直前の基準データ取得ステージにおいて知られている基準温度での基準超音波データの取得を必要とせずに、第１の温度分布が、それぞれの異なる第１領域において測定されることができる。

温度分布測定ユニットは、好適には、第１領域の測定された第１の温度分布が予め規定された温度レンジ外の温度を含むかどうか決定し、第１領域の測定された第１の温度分布が予め規定された温度レンジ外の温度を含む場合、第１領域を変更するように適応される。予め規定された温度レンジは、第１の温度レンジと同様でありうる。例えば、対象は人又は動物でありえ、予め規定された温度レンジは、摂氏５０度の上限最高温度によって規定されることができる。予め規定された温度レンジは更に、特に摂氏３７度である人又は動物の正常体温に等しい下限最小温度によって規定されることができる。

本発明の他の見地において、エネルギーを対象に印加するシステムであって、エネルギーを対象に印加するエネルギー印加素子と、請求項１に記載のエネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定装置と、を有するシステムが提示される。

好適な実施形態において、システムは、決定された温度分布に依存して、エネルギー印加素子を制御するエネルギー印加制御ユニットを更に有する。特に、腫瘍領域のようなアブレーションされるべき関心領域が提供され、決定されたアブレーション領域と比較されることができ、ここで、アブレーション領域は、決定された温度分布に依存して決定されることができる。エネルギー印加制御ユニットは、関心領域が完全にアブレーションされることを確実にするために、決定されたアブレーション領域が関心領域を完全にカバーするように、エネルギーの印加を制御するように適応されることができる。このようにして、対象に対するエネルギーの印加が改善されることができる。

本発明の他の見地において、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定方法であって、エネルギーがエネルギー印加素子を使用することによって印加され、温度分布決定方法は、温度分布測定ユニットによって、エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジ内で、対象内の第１領域における第１の温度分布を測定するステップと、モデル提供ユニットによって、変更可能なモデルパラメータに依存して、対象内の第１領域及び該第１領域よりエネルギー印加素子に近い第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供するステップと、温度分布評価ユニットによって、第１領域における第１の温度分布からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジと異なる第２の温度レンジ内で、第２領域における第２の温度分布を評価するステップと、を含む温度分布決定方法が提示される。

本発明の他の見地において、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定するためのコンピュータプログラムであって、コンピュータプログラムが温度分布決定装置を制御するコンピュータ上で実行されるとき、請求項１に記載の温度分布決定装置に、請求項１４に記載の温度分布決定方法の各ステップを実施させるためのプログラムコード手段を有するコンピュータプログラムが提示される。

請求項１に記載の温度分布決定装置、請求項１２に記載のシステム、請求項１４に記載の温度分布決定方法、及び請求項１５に記載のコンピュータプログラムは、特に従属請求項に記載される同様の及び／又は同一の好適な実施形態をもつことが理解されるべきである。

本発明の好適な実施形態は更に、個々の独立請求項と従属請求項の任意の組み合わせでありうることが理解されるべきである。

本発明のこれらの及び他の見地は、以下に記述される実施例から明らかになり、それらを参照して説明される。

エネルギーを対象に印加するシステムの実施形態を概略的及び例示的に示す図。 超音波プローブ、アブレーションニードル及び固定具の配置を概略的及び例示的に示す図。 超音波温度測定が実施されることができる第１の温度レンジ及び超音波温度測定が実施されることができない第２の温度レンジを示す図。 エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定方法の実施形態を例示的に示すブロック図。 アブレーションニードルの先端付近の温度分布及び超音波温度測定が実施される第１領域を規定する超音波モニタリング平面を概略的及び例示的に示す図。 アブレーションニードルの先端付近の他の温度分布を示す図。 アブレーションニードルの先端の一実施形態を示す図。 アブレーションニードルまでのそれぞれ異なる距離を有する幾つかの第１領域を概略的及び例示的に示す図。 エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を測定する温度分布測定方法の他の実施形態を例示的に示すフローチャート。 温度プロファイルを例示的に示す図。 アブレーションニードルから２５ｍｍの距離のところでの温度上昇対時間を例示的に示す図。 アブレーションニードルから５ｍｍの距離のところでの温度上昇対時間を概略的に示す図。 時間に依存する第１領域の位置を例示的に示す図。

図１は、エネルギーを対象に印加するためのシステムの実施形態を概略的及び例示的に示す。この実施形態において、システムは、患者テーブルのような支持手段４上に横たわる人３の内部の腫瘍をアブレーションするためのアブレーションシステムである。システム１は、エネルギーを人３に、特に人３の内部の腫瘍に、印加するエネルギー印加素子を有する。この実施形態において、エネルギー印加素子２は、アブレーションニードル２の先端５にアブレーション電極及び温度検知素子を有するアブレーションニードルである。アブレーションニードル２の先端５における温度検知素子は、好適には、先端温度決定ユニット１８に電気的に接続される熱電対であり、先端温度決定ユニット１８は、熱電対から受け取られる電気信号に依存してアブレーションカテーテル２の先端５における温度を決定する。

アブレーション電極によって人３に印加されるエネルギーは、好適にはＲＦエネルギーであり、アブレーション電極は、電気接続部７２を通じてＲＦエネルギーの印加を制御するアブレーションエネルギー制御ユニット１２に電気的に接続される。この実施形態において、アブレーションエネルギー制御ユニット１２は、ＲＦエネルギーを提供するＲＦ源を有する。

システム１は更に、ＲＦエネルギーが人３に印加される間、第１の温度レンジ内において、人３の第１領域の空間及び時間依存の第１の温度分布を測定する温度分布測定ユニットを有する。温度分布測定ユニットは、第１領域の超音波データを取得する超音波プローブ７１と、取得された超音波データに基づいて第１の温度分布を決定する超音波温度測定ユニット１３と、を有する。この実施形態において、超音波プローブ７１は、互いに直交し及び第１領域を規定する２つの平面において超音波データを取得するように適応される。しかしながら、別の実施形態において、超音波プローブは、第１領域を規定する他の平面において超音波データを取得するように適応されることもでき、この場合、超音波プローブは、ボリューム超音波プローブでありうる。第１領域における第１の温度分布が超音波温度測定によって測定可能であるように、超音波プローブ７１は、固定具７３を使用することによってアブレーションニードル２に固定されることができる。アブレーションニードル２、超音波プローブ７１及び固定具７３の好ましい実施態様が、図２に概略的及び例示的に示されている。

システム１は、変更可能なモデルパラメータに依存して、人３の内部の第１領域及び第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供するモデル提供ユニット１４を更に有し、第２領域は、第１領域よりアブレーションニードル２の先端５に近い。変更可能なパラメータは、熱伝導率のような熱的パラメータ及び肝臓２０の導電率のような電気的パラメータを含む。

システム１は更に、第１領域の第１の温度分布からの及びアブレーションニードル２の先端５において熱電対によって測定された温度からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが人３に印加される間、第１の温度レンジと異なる第２の温度レンジであって、温度分布測定ユニット１３、７１が温度分布を測定することができない第２の温度レンジ内で、第２領域における空間及び時間依存の第２の温度分布を評価する温度分布評価ユニット１５を有する。最小化プロセスの開始時に、提供されたモデルは、人に特有の初期モデルパラメータを使用することによって初期化されることができる。例えば、超音波プローブ７１及び超音波温度測定ユニット１３は、ドップラー超音波技法に基づいて、人の内部の血管を通って流れる血液の速度を測定するように適応されることができ、この測定は、アブレーションエネルギーを印加することによって人３が加熱される前に、実施されることができる。しかしながら、第２の温度レンジ内の第２の温度分布は、この従来の超音波測定を実施せずに、決定されることができ、この場合、例えば、文献から知られているモデルパラメータのような既知のモデルパラメータが、初期モデルパラメータとして使用されることができ、モデルパラメータは、最小化プロセスの間に変更される。

アブレーションエネルギーが人３に印加される場合、第１領域は、第１領域の温度が摂氏約５０度より低いようにアブレーションニードル２の先端５までの距離を有する。これは、温度分布測定ユニット１３、７１がアブレーションプロシージャ中にも第１の温度分布を測定することができることを確実にする。第２領域のほうが、アブレーションニードル２の先端５に近い。好適には、第２領域は、アブレーションニードル２の先端５と隣接しており、アブレーションされるべき関心領域と関心領域を囲む周囲領域とをカバーする。この実施形態において、関心領域は、肝臓２０内の腫瘍領域である。従って、超音波温度測定ユニット１３、モデル提供ユニット１４及び温度分布評価ユニット１５は、好適には、温度分布が腫瘍領域において及び腫瘍領域付近の周囲領域において評価されることができるように適応され、これらの領域は、第２領域を規定することができ、第２の温度分布は、この第２領域において評価される温度分布である。第２の温度領域は、アブレーションニードル２の先端５から一層間隔を隔てている他の領域をカバーするより大きい領域であってもよく、他の領域の組織は、摂氏５０度より大きい温度まで加熱されうる。

温度分布測定ユニット１３、７１、モデル提供ユニット１４及び温度分布評価ユニット１５は、第１及び第２の温度分布をカバーする人３の内部の温度分布全体を決定する温度分布決定装置２１を形成する。

温度分布決定装置２１は、対象内のアブレーションされた領域を規定するアブレーション領域を決定するアブレーション領域決定ユニット１６を有し、アブレーション領域決定ユニット１６は、評価された第２の温度分布が予め規定された温度閾値より大きい温度を含む又は含んでいた人３の部分を決定することによって、アブレーション領域を決定するように適応される。温度分布決定装置２１は更に、この実施形態では、アブレーションされるべき腫瘍領域である関心領域を提供する関心領域提供ユニット１７を有し、決定されたアブレーション領域及び腫瘍領域が、ディスプレイ１９に表示されることができる。例えば、決定されたアブレーション領域及び腫瘍領域のオーバレイが、ディスプレイ１９に表示されることができる。予め規定された温度閾値は、例えば摂氏６０度、６５度又は７０度である。

アブレーションエネルギー制御ユニット１２は、決定された温度分布に依存して、アブレーションニードル２を、すなわちアブレーションのパワーを制御するように適応されることができる。特に、アブレーションエネルギー制御ユニット１２は、腫瘍領域が完全にアブレーションされるように、アブレーションパワーを制御するように適応されることができる。

図１を再び参照して、システム１は、人３の内部においてアブレーションニードル２の先端５の位置を検出する位置検出システム６を有する。この実施形態において、位置検出システム６は、Ｘ線蛍光透視システムであり、特にＸ線Ｃアームシステムである。Ｘ線蛍光透視システムは、テーブル４上の人３を横切るＸ線８を生成するＸ線源７を有し、人３を横切ったＸ線８は、Ｘ線検出器９によって検出される。Ｘ線蛍光透視システム６は、Ｘ線源７及びＸ線検出器９を制御する蛍光透視制御ユニット１０を更に有する。Ｘ線検出器９は、人３のＸ線画像を生成し、それはディスプレイ１９に表示されることができる。生成されたＸ線画像において、アブレーションニードル２の先端５が人３の内部で可視であり、Ｘ線画像は、人３の内部のアブレーションニードル２の先端５の位置を表示する。他の実施形態において、電磁センサ、超音波センサ等に基づく位置検出システムのような、人の内部のニードル先端の位置を検出する他の位置検出システムが、使用されることができる。

この実施形態において、アブレーションニードル２は、手で直接ナビゲートされる。別の実施形態において、システムは更に、人の内部の所望の位置にアブレーションニードルを、特にニードル先端をナビゲートするナビゲーションユニットを有することができる。ナビゲーションユニットは、ユーザが手で又は半自動的にアブレーションニードルを完全にナビゲートすることを可能にするように適応されることができる。アブレーションニードルは、ナビゲーションユニットによって制御されることができる内蔵ガイディング手段を有することもできる。アブレーションニードルは、人の内部の所望の位置にニードル先端をガイドするために、例えばステアリングワイヤを用いてステアリングされナビゲートされることができる。

熱的アブレーション技法は、最も経験のある外科医であってもリスクを有しうる主要な外科手術に代わる、優れた代替の技法である。これらの技法は、ＲＦ治療、クライオセラピー又はマイクロ波アブレーション治療を実施するように適応されることができるニードルのみを必要とする最小侵襲性であり、又はそれらは非侵襲性であり、例えば高密度焦点超音波（ＨＩＦＵ）源のような超音波加熱源のような非侵襲の熱源が、使用される。プロシージャの多くにおいて、癌性組織は、摂氏６０度を上回る温度にまで加熱され、凝固される。

ＲＦアブレーション（ＲＦＡ）プロシージャを実施するために、図１を参照して上述されたシステムは、活性電極チップ（すなわちアブレーションニードル）を有するプローブを有し、プローブには、好適には４６０〜５００ｋＨｚの交流電流が導通される。電流は、人３の身体を通じて、人３の背部又は大腿部に配置される接地パッド（明確さの理由で図１に図示せず）に伝わる。電流は、イオン性攪乱及び摩擦加熱を生じさせる。熱は、腫瘍領域をアブレーションするために熱伝導を通じて消失される。この実施形態において、ＲＦＡは、肝臓癌を処置するために使用される。

図１を参照して上述された実施形態において、ＲＦＡは、Ｘ線Ｃアームシステムを使用することによってＸ線ガイダンス下で実施される。しかしながら、ＲＦＡは、超音波イメージング、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージング又は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）ガイダンスに基づくことができる別のガイダンスシステムを使用することによって実施されることもできる。フォローアップ検査は、好適には、アブレーションの効果を評定するために、例えば１か月以内にＣＴスキャン又はＭＲＩスキャンを使用することによって行われ、再び、残余の疾患を検出するために腫瘍マーカと共に３か月の間隔で行われる。腫瘍細胞を適切に殺すのにアブレーションサイズを十分にモニタし制御する能力が多くの場合はないため、最先端技術のアブレーションプロシージャが実施された後、相対的に高い再発率が観察されることが多い。従って、図１を参照して上述されたシステムは、アブレーションされたゾーンの温度マップを提供することによって、臨床医にリアルタイムフィードバックを提供する。これは、ＭＲベースの温度イメージングにより合理的な正確さを伴って達成されることもできる。しかしながら、ＭＲＩは、高価であり、容易には利用できないことがある。超音波は、ニードル配置の間の画像ガイダンスのために使用されることができる別のモダリティである。その使いやすさ及び利用可能性のため、超音波は、病変をモニタするための好適な方法でありうる。しかしながら、従来技術において、超音波は、Ｂモード画像上の高エコー病変を視覚化することによって処置をモニタするために一般に使用される。このような可視化は、おおよそのものであり、処置の有効性の良好なインジケータではない。

図１を参照して上述されたシステムは、３次元超音波温度測定を実施するために超音波プローブ７１及び超音波温度測定ユニット１３を使用する。超音波プローブ７１及び超音波温度測定ユニット１３は、例えば文献"Three-dimensional spatial and temporal temperature imaging in gel phantoms using backscattered ultrasound" by A. Anand et al., IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control, 54(1), pages 23 to 31 (2007)に記述される３次元空間の時間的な第１の温度分布を決定するように適応される。

超音波温度測定の基礎をなす原理は、組織内の音速が温度の関数として変化することであり、これは、超音波エコーの明らかなシフト、すなわち変位、を示す。結果として得られる「温度誘導されるひずみ」は、超音波ビーム方向に沿って前記変位を区別することによって数学的に導出され、摂氏５０度までのレンジ内の温度上昇に名目上比例する。しかしながら、問題は、さまざまな組織の音速がもつ温度依存の傾向のバリエーションにある。例えば、肝臓組織の場合、音速は摂氏５０度の温度レンジまで温度とともに直線的に増大し、その後、傾きはプラトーに達する。それゆえ、この温度レンジを越える温度でのエコーシフトを超音波で検査するための感受性はない。更に、組織壊死の発現及び結果的に得られる組織構造の変化がある場合、超音波エコーのシグネチャは、大幅に変化し、変位を決定するための超音波エコーの比較を困難にする。従って、摂氏５０度以上の温度の場合、音速の変化を追跡することに基づく超音波温度測定は、組織内の温度の信頼性の高いインジケータではない。従って、この実施形態において、第１の温度レンジは、約摂氏５０度である上限境界によって規定される。第１の温度レンジの下限境界は、人の標準温度によって、すなわち摂氏３７度によって、規定されることができる。超音波温度測定ユニット１３は、この第１の温度レンジ内の第１の温度分布を超音波で測定するように適応される。

温度分布決定装置２１は、ｉ）加熱ゾーンのコアから離れたところで、温度が摂氏５０度より低い第１領域において超音波エコーシフトを測定し、ｉｉ）これらのエコーシフトを熱モデルに結合し、ｉｉｉ）加熱ゾーンのコアを含む、すなわち第２領域を含むより大きいボリュームにおける温度を推定するために熱モデルを使用する、ように適応される。温度分布決定装置２１は、試験ショットを実施する必要がないように、すなわち、アブレーションエネルギーを印加する前に、超音波温度測定プロシージャを実施する必要がないように、設計される。モデルによって必要とされる適切なパラメータは、アブレーション処置自体の間に評価される。このアプローチの目標は、アブレーションゾーンをもカバーする評価された温度マップを医師に提供することである。

温度分布決定装置２１は、アブレーションゾーン又は高温ゾーンから離れた空間位置で連続的に温度をモニタするために超音波温度測定を使用し、従って、熱モデルを利用したアプローチによりアブレーションゾーンの温度を評価するように適応される。このアプローチを使用することによって、温度分布決定装置２１は、従来技術の以下の問題を解決することができる。

アブレーション領域の範囲が、より正確に決定されることができる。更に、従来技術では、アブレーション領域の高エコー可視化によってガイドされる超音波Ｂモード検査が正確でないことが多く、それによって、治療の効果を評定することを困難にしうる。Ｂモード画像上で視覚化される高エコーは、ガス及び蒸気泡によってもたらされる。これらの気泡を生成し、超音波により処置領域を視覚化するために、アブレーション処置プロトコルは、摂氏７０〜８０度までの温度を必要とするだけである壊死を達成するために、オーバキルである１００度のオーダーの温度に加熱することを含む。それゆえ、超音波Ｂモードイメージングがアブレーションプロシージャを視覚的にモニタするために使用される場合、処置時間は、それが必要とするよりも長い。更に、アブレーション領域が摂氏約５０度を越える温度を有する場合、知られている超音波温度測定技法は、その領域をモニタするのに使用されることができない。更に、処置領域に放出される気泡は、信頼性をもって超音波を使用することを困難にしうる。

温度分布決定装置は、全く異なるアプローチを提供することによって、これらの欠点を解決し、そのアプローチにおいて、アブレーションゾーンの温度は、ｉ）熱モデル、及びｉｉ）アブレーションゾーンから離れた空間位置において測定された温度、を使用することによって上述したように評価される。更に、これは、ＲＦアブレーション処置の最中に容易に利用できる超音波の効果を改善し、瞬時のフィードバックを処置に提供する。更に、「試験」ショットが、欧州特許出願公開第2387963A1号明細書に記載されるように必ずしも必要とされないので、処置時間が最適化されることができ、これは、改善された患者スループットをもたらすことができる。

温度分布決定装置２１は、（高温の）アブレーションゾーンから離れた位置で温度を測定するために、すなわち第１領域における第１の温度分布を測定するために、超音波温度測定を利用するように適応される。その後、３次元の第１の温度分布の発展が、アブレーションゾーンにおける温度上昇を予測するために、すなわち第２領域における第２の温度分布を予測するために、熱モデルベースのアプローチと協働して使用される。この処置レジメンにおいて、低温領域で取得される、熱ひずみにより導出される温度データのロバストネスは、アブレーション治療が実施される腫瘍マージンにおける温度の正確な予測のために利用される。上述のプロシージャの後、超音波データは、プロシージャ中に放出された気泡から離れたところで取得され、この場合、超音波データは、温度の低い又は中程度の上昇をもつ領域について、すなわち摂氏約３７度〜５０度の第１の絶対温度レンジ内の領域について、取得される。更に、熱モデルは、好適には、アブレーション領域の正確な温度マップを提供するために、組織特性及び血管灌流に対する局所温度の依存性を考慮する。

図３に示される図は、第１及び第２の温度レンジを例示的に示し、温度分布測定ユニット１３、７１は、第１の温度レンジ３１内で第１の温度分布を測定し、温度分布評価ユニット１５は、第２の温度レンジ３２内で第２の温度分布を評価する。図３に見られるように、超音波の速度ｃ対温度Ｔの曲線３０は、摂氏５０度付近でプラトーに達する。従って、温度分布測定ユニット１３、７１によって提供される超音波温度測定データは、摂氏５０度以下でのみ有効であり、より大きい温度の場合、すなわち第２の温度レンジ３２においては、熱モデルアプローチが使用される。

以下において、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定方法の実施形態が、図４に示されるブロック図を参照して例示的に記述される。

図４に示されるブロック図において、前処理フェーズ４０、ＲＦアブレーションエネルギーが印加される処置フェーズ４１、及び後処置フェーズ４２の３つのフェーズが図示されている。

前処置フェーズ４０において、アブレーションニードル２、具体的にはアブレーションニードル２の先端５が、人３の肝臓２０に挿入されるとともに、アブレーションゾーンから十分遠く、ＲＦアブレーションエネルギーの印加中に温度が摂氏５０度より小さいことが期待される空間位置に配置される超音波モニタリング平面において第１の温度分布が測定されることができるように、超音波プローブ７１が配置される（図４のボックス４３）。超音波モニタリング平面は、第１領域を規定し、第１の温度分布が、ＲＦアブレーションエネルギーの印加中に測定される。超音波プローブ７１は、第１の超音波モニタリング平面がアブレーションニードル２の先端５に平行であるように、及び第２の超音波モニタリング平面がアブレーションニードル２の先端５に対し垂直であるように構成されることができるマトリクス超音波プローブでありうる。図５は、超音波モニタリング平面の考えられる配置を概略的及び例示的に示す。

図５において、超音波モニタリング平面６０、６１は、互いに垂直であり、第１の超音波モニタリング平面は、アブレーションニードル２の先端５に平行であり、第２の超音波モニタリング平面６１は、アブレーションニードル２の先端５に対し垂直である。図５は更に、ＲＦアブレーションエネルギーの印加中のアブレーションニードル２の先端５付近の温度分布６２を示し、アブレーションニードル２の先端５に近い領域６３において温度は非常に高く、ゆえに、肝臓組織がこの領域においてアブレーションされており、すなわち、領域６３は、アブレーション領域である。

肝臓組織がアブレーションされるアブレーションニードル２の先端５付近の領域から離れたところに超音波モニタリング平面６０、６１を配置することによって、これらの超音波モニタリング平面６０、６１及びゆえにこれらの超音波モニタリング平面６０、６１によって規定される第１領域における温度上昇は遅く、絶対温度は摂氏５０度以下であることが確実にされることができる。更に、超音波モニタリング平面６０、６１のこの配置は、温度分布測定ユニット１３によって測定される超音波後方散乱エコーが、気泡から生じる又はアブレーションニードル２の先端５から生じる高エコーによる超音波データの改変なしに、信頼性のあるシフトを生成することを確実にすることができる。

超音波プローブ７１の配置は、アブレーションニードルに結合される固定具の助けにより行われることができる、かかる固定具は、アブレーションニードル２の先端５から所与の距離のところ、例えば２ｃｍ離れたところに、超音波プローブ７１を保持する。超音波プローブとアブレーションニードルとの間のこの距離は、好適には、図２に概略的及び例示的に示される構成においてアブレーションニードル２に対し垂直であって、固定具７３と平行である方向における距離である。前処置フェーズ４０において、超音波プローブ７１又は別の超音波プローブは、腫瘍に挿入するための考えられるニードル経路を識別し、所望の通りに超音波温度測定のための超音波モニタリング平面を配置するために、使用されることができる。

更に、前処置フェーズ４０において、モデル提供ユニット１４は、特に超音波モニタリング平面６０、６１である第１領域、及び特にＲＦアブレーションエネルギーの印加中にアブレーションニードル２の先端５に隣接する領域である第２領域におけるモデル温度分布を記述する熱モデルを提供する。このモデルを提供するために、モデル提供ユニット１４は、ＣＴ画像又はＭＲ画像のような、腫瘍領域を含む肝臓２０の医用画像を使用する。腫瘍及び血管のような他の構造が、医用画像において識別され、セグメント化され、この情報は、初期化された熱モデルを提供するために、初期モデルパラメータ値と共に使用される。例えば、識別されセグメント化された異なる構造の熱的及び電気的パラメータが、初期の熱モデルを提供するために最初に提供されることができる。初期モデルパラメータは、さまざまな異なる種類の組織の熱伝導率及び導電率のような組織特性、又は灌流パラメータ、指向性フローパラメータ、アブレーションニードルの先端のパラメータ等の他のパラメータでありうる。灌流パラメータ及び指向性フローパラメータは、以前に実施された他の測定から知られることができる既知の情報を使用することによって、最初に決定されることができる。例えば、超音波ドップラー測定は、典型的なフロー速度及びゆえに指向性フローパラメータ及び灌流パラメータを決定するために、実施されることができる。図４において、初期化されたモデルの提供は、ボックス４４によって示され、ボックス４５は、肝臓内の構造の識別及びセグメント化を示し、ボックス４６は、組織特性のようなモデルパラメータの提供を示す。一実施形態において、初期モデルは、すでに決定され、予め初期化されたものであり、前処置フェーズ４０においてモデル提供ユニット１４からロードされることを必要とするだけである。

熱モデルは好適には、例えば文献"Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm", 85:5-34, Journal of Applied Physiology (1998))においてH. H. Pennesによって提案される生体熱伝達方程式（bioheat transfer equation、BHTE）の有限要素インプルメントであり、この文献の内容は、参照によって本願明細書に盛り込まれるっものとする。

生体熱伝達方程式は、組織における熱の拡散及び灌流をモデル化する。それは、ラプラス方程式が実現されるＲＦＡ熱源のモデル化を含む。モデルは、流体中の熱伝達の方程式を使用することによって、大きい血管内の指向性フローを考慮する。肝臓組織のモデルの場合、初期モデルパラメータは、例えば、０．１４８Ｓ／ｍの電気導電率、０．４６５Ｗ／ｍＣの熱伝導率、１０６０ｋｇ／ｍ^３の密度、３６００Ｊ／Ｃｋｇの熱容量、及び６．４ｘ１０^−３／ｓの灌流レートである。他の初期モデルパラメータは、電流分布及び熱伝達に対するアブレーションニードル特性の影響を考慮するために、個々の製造業者によってドキュメント化されるようなアブレーションニードルの特性でありうる。

処置フェーズ４１の間、超音波温度測定は、ボックス５３によって示されるように実施される。超音波プローブ７１は、例えば３次元超音波後方散乱取得プロシージャを実施し、この場合、任意には呼吸ゲーティングが実施されることができる。これは、ボックス５４によって示される。超音波温度測定ユニット１３は、ボックス５５によって示されるように、取得された３次元超音波エコー信号から超音波エコーシフトを評価し、熱ひずみ及び最終的に温度が、ボックス５６によって示されるように、超音波温度測定ユニット１３によって評価される。

この実施形態において、超音波モニタリング平面６０、６１における第１の温度分布が、処置フェーズ４１中に、すなわち腫瘍領域に対するＲＦアブレーションエネルギーの印加中に、測定されることができるように、超音波温度測定５３が実施されることができる。従って、処置の間、超音波エコーは、加熱の結果としての明らかな変位に関して解析され、シフトとみなされることができるこれらの変位は、熱ひずみ値に変換され、最終的に温度に変換されることができ、熱ひずみ値に依存して温度を決定するために、較正測定によって予め決められることができる熱ひずみ値と温度との間の知られている対応付けが使用されることができる。

ボックス５０は、測定された第１の温度分布に基づく及び熱モデルを実行することから得られる実際の評価された第２の温度分布に基づく、モデルパラメータの更新を示す。熱モデルを実行することによる第２の温度分布の評価は、ボックス４７によって示される。

超音波温度測定プロシージャの間、すなわち並行して、熱モデルは、初期化されたパラメータによって実行され、それによって実際の空間的な温度評価を生成し、これは、超音波温度測定プロシージャ５３から得られる第１の温度分布と比較される。超音波温度測定プロシージャ５３の結果とこれらのモデル評価との比較は、ボックス５１によって示される。この比較を使用して、モデルパラメータは、モデル予測と超音波実験データとの間の差を最小にするために、確立された最小化方法を使用して常に更新される。モデルパラメータのこの変更は、ボックス５２によって示される。このようにして最適化されるモデルパラメータは、例えば熱拡散係数のような熱定数、導電率のような電気特性、灌流によってもたらされるヒートシンクの特性、血流による対流冷却、その他、を含む。この最適化プロセスは、モデルに柔軟性を与え、これは、生物学的組織において期待されることができる局所的な異質性を考慮することを可能にする。

モデルを実行するために、電気的な熱生成及び媒体中のその後の熱伝達を組み合わせるＣＯＭＳＯＬのような既知のマルチフィジックスシミュレーションツールが使用されることができる。ヒートシンクは、アブレーションゾーンの近傍における大きい血管である。それらは、フローレート、フロー方向、及びエネルギー印加素子に対するこれらの血管の位置及びサイズによって特徴付けられることができる。これらの特性は、生体熱伝達方程式に組み込まれることができ、モデル温度分布と測定された第１の温度分布との間のずれが最小にされるように、モデルのこれらの特性及び他の特性が最適化されることができる。

モデルパラメータが最適化されるとき、好適には腫瘍をカバーする処置関心領域である関心領域の温度マップが生成され、更新される。温度マップは、予め規定された温度閾値より高い温度に加熱される又は加熱された肝臓２０内の領域を規定することによってアブレーション輪郭を生成するために使用されることができる。温度マップのこの生成及びアブレーション輪郭の選択的な決定は、ボックス４９によって示される。関心領域は、第２の温度分布が評価される第２領域であるとみなされることができ、又は、第２領域は、少なくとも腫瘍を有する関心領域をカバーする、より大きい領域でありうる。処置フェーズ４１のプロセス全体の間、超音波エコーシフトは、アブレーションゾーンから離れた領域、すなわちこの実施形態において超音波モニタリング平面６０、６１によって規定される第１領域、において常に解析され、例えば組織特性及び熱の空間的及び時間的な分布に対する灌流効果を考慮するモデルに対して、現実的なフィードバックが与えられる。

処置フェーズ４１においてモデルパラメータを更新するために、超音波モニタリング平面６０、６１における温度分布のみが、熱モデルから得られる評価された温度分布と比較されうるのではなく、更に熱電対によって測定されたアブレーションニードルの先端における温度も、熱モデルから得られる評価された温度分布と比較されることができ、ここで、モデルパラメータは、評価された温度分布が、超音波温度測定によって測定された超音波モニタリング平面における温度分布及びアブレーションカテーテルの先端のところで熱電対によって測定された温度にできる限り良好にフィットするように、最適化されることができる。

温度マップは、ＲＦアブレーションエネルギーの印加を制御するアブレーションエネルギー制御ユニット１２のパワー出力を制御するフィードバックとして使用されることができる。

後処置フェーズ４２において、温度マップ及び／又はアブレーション輪郭が、関心領域にオーバレイされて、具体的には腫瘍領域にオーバレイされて、表示されることができ、それにより、処置の効果の現実的な感覚が得られる。このオーバレイ画像に基づいて、付加の処置が必要であるかどうか判定されることができる。これは、ボックス５７によって示される。

図６は、最適化された熱モデルによって規定される３次元温度分布を概略的及び例示的に示しており、ここで、３次元温度分布は、図４を参照して上述された実施形態に従って評価された温度値と測定された温度値との間の差を最小にすることによって最適化されたものである。

アブレーションニードルの先端は、ほぼアブレーション電極と、任意には熱電対のような温度検知素子とを有することができる。しかしながら、アブレーションニードルの先端は、１又は複数のアブレーション電極の別の構成を含むこともでき、かかる先端は、熱電対のように温度検知素子を有することができ又は有しなくてもよい。例えば、図７に概略的及び例示的に示されるように、アブレーションニードルの先端１０５は、内蔵された熱電対を有する幾つかのアブレーション電極７０を有することができ、内蔵された熱電対を有するアブレーション電極７０は、アブレーションニードルのシャフト７４に引き込まれ格納可能である。

他の実施形態において、温度測定ユニット１３、７１は、異なる第１領域において異なる第１の温度分布を測定するために、測定された第１の温度分布に依存して第１領域が変更されるように適応される。特に、第１領域が、第１領域の位置を変えることによって変更されるように、温度分布測定ユニットが適応される。第１領域は、平面によって形成され、温度分布測定ユニットは、好適には、平坦な第１領域がそれぞれの異なる位置に連続的に位置付けられるように、適応され、第１領域の位置が変えられる場合、それは、アブレーションニードル２に対しより近い位置から、アブレーションニードル２に対しより遠い位置に変えられる。

具体的には超音波温度測定ユニット１３のような温度分布測定ユニットは、予め規定された位置のシーケンスが記憶されている、記憶ユニットを有することができ、実際の測定中に、この記憶された予め規定されたシーケンスが、平坦な第１領域を位置付けるために使用されることができる。それぞれの異なる位置は等距離でありえ、位置のシーケンスを規定するために単一の距離値及び方向を記憶するのみが必要とされる。しかしながら、位置のシーケンスは、等距離でない位置を含むこともでき、この場合、位置は、少なくとも部分的に異なる距離値のシーケンス及び方向を記憶することによって、記憶されることができる。位置のシーケンスは、較正測定に基づいて予め規定されることができ、又は、それは所望の通りにユーザによって手動で予め規定されることができる。位置のシーケンスは、典型的組織の電気及び熱特性並びに臓器特有の特性を含むデータベースを使用して、熱モデリングによって予め決められることもできる。熱モデルに基づいて、相対的に高い熱勾配を有する位置が識別され、これらの位置は回避されることができ、更に、相対的に低い熱勾配を有する位置は、スキャン平面の位置を規定するために識別され、使用されることができる。従って、熱モデルに基づいて、熱勾配が決定されることができ、位置のシーケンスが、熱勾配を閾値処理することによって決定されることができる。位置のシーケンスを予め決めるために使用される熱勾配は、好適には、空間的な勾配である。

一実施形態において、位置のシーケンスの事前の決定は、更に、個々の位置で期待される温度上昇を含むことができ、モデル化された加熱プロセスの間に、温度が摂氏５０度まで期待通りに上昇する位置が、温度がこのような高い温度に期待通りに上昇しない位置と比較して好ましい。例えば、各位置ごとに、選択ファクタが計算されることができ、これは特に、モデル化された加熱プロセスの間、個々の位置で期待される温度上昇を示す第１の値及びこの位置で期待される温度勾配を示す第２の値の線形の組み合わせのような組み合わせでありうる。位置のシーケンスは、計算された選択ファクタに基づいて予め決められることができる。好適には、第１の値は、期待される温度上昇の増加に伴って増加し、第２の値は、期待される温度勾配の低下に伴って増加する。位置の決定のために使用される温度勾配は、好適には、モデル化された加熱プロセスの間、個々の位置で期待される最大の空間的温度勾配である。加熱プロセスをモデル化するために、知られている生物熱伝達モデルが、熱モデルとして使用されることができ、これは、マルチフィジックス有限要素ツール（例えばＣＯＭＳＯＬ）を使用することによって実現されうる。平坦な第１領域、すなわち異なる超音波スキャン平面、の異なる位置が、図８に概略的及び例示的に示される。

図８は、加熱領域２３に位置するアブレーション電極（図示せず）によって形成される加熱領域２３を有するアブレーションニードル２を示す。温度分布測定ユニット１３、７１は、異なる第１領域が、異なる超音波スキャン平面からアブレーションニードル２までの距離に対応するように、適応される。対応する異なる第１領域２４は、破線によって図８に示されている。初期時間ｔ_０において、第１の温度分布は、アブレーションニードル２に相対的に近い第１領域において測定される。時間ｔ_０に現在の第１領域において測定された第１の温度分布が、好適には摂氏５０度の最大温度を有する温度レンジである予め規定された温度レンジ外の温度を含む場合、温度分布測定ユニット１３、７１は、第１領域の位置を変えることによって、別の第１領域において第１の温度分布を測定するように第１領域を変更する。図８において、別の第１領域は、時間ｔ_１における超音波スキャン平面に対応する。温度分布測定ユニットは、別の第１領域において温度分布を測定し、測定された温度分布が、予め規定された温度レンジ外にある温度を含む場合、温度分布測定ユニット１３、７１は、時間ｔ_２に、超音波スキャン平面ｔ_２によって図８に示される更に別の第１領域の温度分布を測定する。第１領域から第１領域への、具体的には超音波スキャン面から超音波スキャン面へのこの移動は、図８において時間ｔ_３及びｔ_４のところに破線で示される第１領域のような一層遠い第１領域に関して続行される。

この実施形態において、超音波プローブ７１は、異なる第１領域の、すなわちこの実施形態では異なる超音波スキャン平面の、超音波データを得るために２次元超音波トランスデューサを有する。これは、超音波プローブ７１を機械的に移動させることなく、それぞれ異なる第１領域の超音波データを得ることを可能にする。別の実施形態において、超音波プローブは、１次元超音波トランスデューサを有することができ、この場合、１次元超音波トランスデューサは、アブレーションニードルまでのそれぞれ異なる距離を有する個々の異なる第１領域の超音波データを得るために、アブレーションニードル２に対して機械的に移動可能である。

超音波プローブ７１は、基準温度にある異なる第１領域２４の基準超音波データと、異なる第１領域２４の実際の超音波データとを取得し、超音波温度測定ユニット１３は、個々の第１領域２４について取得される個々の実際の超音波データ、個々の第１領域２４について取得される基準超音波データ、及び個々の基準温度に依存して、個々の第１領域における、すなわちアブレーションニードル２まで別個の距離を有する超音波スキャン平面における第１の温度分布を決定するように、温度分布測定ユニット１３、７１が適応される。特に、超音波温度測定ユニット１３は、好適には、例えばA. Anand他によって上述の文献に述べられているように、超音波データが個々の第１領域２４について取得された時間期間について、個々の第１領域２４における３次元空間の時間的な温度分布を決定するように適応され、上記文献の内容は参照によってここに盛り込まれるものとする。

この実施形態において、基準データ取得ステージにおいて、超音波プローブ７１が、この実施形態において摂氏３７度である知られている基準温度にある異なる第１領域２４について基準超音波データを取得し、温度分布測定ステージにおいて、超音波プローブ７１は、実際の超音波データを取得し、超音波温度測定ユニット１３は、個々の第１領域２４について得られた個々の実際の超音波データ、個々の第１領域２４について得られた基準超音波データ、及び知られている基準温度に依存して、個々の異なる第１領域２４における第１の温度分布を決定するように、温度分布測定ユニット１３、７１が適応される。

更に、この実施形態において、モデル提供ユニット１４は、変更可能なパラメータに依存して、対象内のそれぞれ異なる第１領域及び第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供するように適応されることができ、温度分布評価ユニット１５は、第１領域において測定された第１の温度分布からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、第２の温度レンジ内で、第２領域の第２の温度分布を評価するように適応される。特に、モデル提供ユニット１４は、個々の第１の温度分布が個々の第１領域において測定された時間期間中及び個々の第１の温度分布が個々の第１領域２４において測定されなかった時間期間中の第１領域２４及び第２領域のモデル温度分布を記述する対象のモデルを提供するように適応される。温度分布評価ユニット１５は、個々の第１の温度分布が個々の第１領域２４において測定された時間期間中、異なる第１領域２４におけるモデル温度分布の異なる第１領域２４において測定された温度分布からのずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、及び変更されたモデルから評価された温度分布を決定することによって、第１の温度分布が第１領域２４においてまだ測定されていない時間期間中の異なる第１領域における及び第２領域における空間及び時間依存の温度分布を評価するように適応される。

以下において、異なる位置の異なる第１領域を使用する温度分布測定方法の実施形態が図９に示されるフローチャートを参照して例示的に記述される。

ステップ２０１において、アブレーションニードル２の先端５は、先端が肝臓２０内の腫瘍領域に位置付けられるように肝臓２０にナビゲートされる。更に、ステップ２０１において、初期熱モデルが、モデル提供ユニット１４によって提供される。ステップ２０１は、前処置フェーズに実施される。

ステップ２０３において、処置は、アブレーションエネルギーを腫瘍領域に印加する、すなわち腫瘍領域を加熱することによって始まり、ステップ２０２において、第１の温度分布が、温度分布測定ユニット１３、７１によって、肝臓２０内の第１領域２４において測定される。

ステップ２０４において、第１領域において測定された第１の温度分布が摂氏５０度を上回る温度を含むかどうかチェックされ、そうである場合、ステップ２０２において、温度測定が、アブレーションニードル２の先端５までより大きい距離を有する別の第１領域に関して続行する。初期の第１領域において測定された温度分布が摂氏５０度より高い温度を含まない場合、温度測定は、初期の第１領域の温度分布を更に測定することによってステップ２０２において続行する。更に、摂氏５０度より高くない温度が、温度分布評価ユニット１５に供給され、ステップ２０５において、温度分布評価ユニット１５は全体の温度分布を決定し、特に、個々の温度分布が個々の第１領域において測定された時間期間中、異なる第１領域のモデル温度分布の、異なる第１領域において既に測定された温度分布からのずれが最小にされるように、熱モデルのモデルパラメータを変更することによって、及び変更されたモデルから評価された温度分布を決定することによって、温度分布が第１領域において測定されなかった時間期間中の異なる第１領域２４及び温度分布が測定されなかった肝臓２０内の第２領域のような他の領域における、評価された温度分布を決定する。

ステップ２０２及び２０４は、ループで実施され、このループ及びステップ２０５は並行に実施され、すなわち、更新された全体の温度分布を連続的に生成するために、測定された温度分布は、温度分布評価ユニット１５に連続的に供給される。温度分布決定ステップ２０２、２０４及び２０５並びにアブレーションステップ２０３が更に並列に実施される。アブレーションプロシージャの間、医師のようなユーザは、温度分布の発生をモニタすることができ、生成された温度分布に満足する場合にアブレーションプロシージャを止めることができる。従って、ユーザがプロシージャを止めるまで又は中止基準が満たされるまで、ステップ２０２〜２０５は実施されることができる。

この実施形態において、第１領域２４は、アブレーションニードル２の先端５までの異なる距離を有し、すなわち、超音波測定が実施される位置が満足なものでない。この位置が静止している場合、これは、準最適な、例えば高い又は低い測定される温度をもたらし、位置が、高い熱勾配を有しうる。これは、アブレーション部位の位置での測定から導出されるモデルパラメータ、及び測定された温度分布に基づいて計算されることができる特定の熱供給量が到達される際に達成されうる評価された治療エンドポイントの正確さに影響を及ぼす。

図８及び図９を参照して上述された温度分布測定プロシージャは、特に、最適な温度上昇、すなわちこの実施形態では摂氏３７度から５０度への温度上昇が使用されることを確実にするために、測定位置が治療中に変えられる、適応的な超音波温度測定スキームを提供する。

この実施形態において、温度分布測定装置２１は、ＲＦアブレーション先端と並列に、すなわち加熱源と並列に、平面２４の対のところで超音波を使用して局所温度上昇を追跡するように適応される。温度が常に同じ平面において追跡される静止した状況と異なり、加熱が進行する動的な状況において、異なる空間位置が、温度上昇を計算するために使用される。

この実施形態において、温度分布測定器２１は、以下の問題に対処することができる。スキャン平面が静止したままである場合、それはアブレーション先端、すなわちエネルギー印加素子、の近くに位置することができず、温度が摂氏５０度を越えるまで上昇するので、測定値は有用でなくなる。スキャン平面が、温度上昇が摂氏５０度より決して大きくないことを確実にするに十分な遠さのところに配置される場合、温度上昇が、初期時点で極めて低くなりえ、温度測定の正確さが低減されうる。更に、超音波を使用して測定された温度上昇を熱モデルに提供することに加えて、重要な入力の１つは、加熱源に対する、個々の測定が行われる空間位置である。熱勾配が高い場合、スキャン平面の位置の不確実さは、モデルパラメータにおける大きな誤差をもたらしうる。従って、スキャン平面が、多くの場合又は常に相対的に低い熱勾配を有する空間領域にあるように、スキャン平面位置が動的に変更されることができる。

図１０は、エネルギー印加素子であるアブレーション先端に対して垂直なラインに沿った温度プロファイルを例示的に示しており、垂直ラインは、アブレーション先端の露出された電極の中間において先端と交差する。アブレーション先端は、水平軸に沿って距離ｄ＝０のところにある。ラインプロット１４０は、肝臓組織のＲＦアブレーション加熱プロシージャ中の、１００ｓ毎の温度Ｔの発展を示す。図１０において分かるように、ピークの先端温度は、摂氏９０度より大きい。図１１は、加熱源の位置から２５ｍｍの距離のところの温度発展を例示的に示しており、すなわち、図１１は、図１０のライン１４１に沿った温度を例示的に示す。図１２は、加熱源の位置から５ｍｍの距離のところの温度発展を例示的に示しており、すなわち、図１２は、図１０のライン１４２に沿った温度を示す。これらの５ｍｍ及び２５ｍｍの距離は、静止した測定スキームにおいて、第１領域である超音波スキャン平面が配置される位置を表す。しかしながら、両方の位置は不利益をもつ。２５ｍｍの距離では、温度上昇は、図１１に示されるように治療終了後かろうじて摂氏３．５度である。従って、この距離では、印加できる温度のレンジは良好には利用されない。５ｍｍの距離では、温度は、図１２に示されるように摂氏７０度近くの温度まで上昇する。これは、上述の理由のために、超音波ベースの温度測定技法を実現するのを困難にする。図１１及び図１２に示されるこれらの問題は、異なる位置の異なる第１領域に関する実施形態によって解決されることができる。

この実施形態において、温度分布測定装置２１は、超音波スキャン平面であるに第１領域の位置を動的に変える柔軟性を提供し、これは、最も良好な位置での超音波温度測定を行うことを可能にし、これらの超音波温度測定により得られた値は、熱モデルに供給されることができる。例えば、第１領域が配置されるべきである最適距離である最適位置は、図１３から決定されることができる。青いアスタリスク１４３は、異なる時点で温度が摂氏約５０度である位置を表す。時間に対するこれらの青いアスタリスク１４３は、すなわちｔに対する対応する距離ｄが、図１３に示されている。図１３は、加熱源までの距離を表すプロットを例示的に示しており、超音波技法によって測定されることができる最適温度を変化させるために、それらの距離のところに、この実施形態では超音波スキャン平面である第１領域が配置されることができる。

この実施形態において、温度分布測定装置は、超音波温度測定値が取得されるスキャン平面、すなわち第１領域、の位置を変える能力を有する。温度分布測定装置は、好適には、１次元トランスデューサ又は２次元トランスデューサを含むことができる超音波プローブを有する。超音波プローブが１次元トランスデューサを有する場合、超音波プローブは、好適には、１次元超音波トランスデューサが異なる空間位置で温度測定値を得るために機械的に並進移動されることができるように適応される。超音波プローブが２次元超音波トランスデューサを有する場合、それは、好適には、超音波温度測定が実施されるべきである異なる位置に位置付けられるスキャン平面を有する。温度分布測定装置は、好適には、温度上昇が予め規定された許容レンジ（例えば摂氏３７度乃至５０度の間）内にあるかどうかを決定するために、各々のスキャン平面位置における、すなわち各々の第１領域における温度測定を評価する。温度上昇がこのレンジを越える場合、当該スキャン平面からの温度データが退けられ、次に遠い位置が解析のために利用される。

この実施形態では、温度が実際に測定される第１領域は、単一平面によってのみ形成されており、すなわち、この実施形態では、個々の異なる第１領域が、単一の移動可能な超音波スキャン平面のみによって形成されるが、他の実施形態では、温度が実際に測定される第１領域は、幾つかの複数の平面によって、特に幾つかの複数の超音波スキャン平面によって、形成されることができ、それにより、温度は、複数の異なる平面において測定されることができる。これらの平面のうちの少なくとも１つにおいて、温度が、摂氏５０度のような上限温度を上回って上昇する場合、第１領域は、更なる温度測定からこの平面を除外することによって、又はこの平面をより遠い別の位置へ移動させることによって、変更されることができる。平面は、垂直の又は水平の平面でありえ、スキャン平面が水平である場合、それはＣスキャンの態様でスキャンされることができる。更に、第１領域は、平坦である代わりに、別の形状を有するもでき、すなわち、それらは、非平面でありえ、カーブした形状でもよい。更に、上述の実施形態では、スキャン平面、すなわち平坦な第１領域は、アブレーション先端の方向と平行であるが、他の実施形態では、それらは、アブレーション先端に対して垂直であってもよい。

一実施形態において、超音波プローブが１次元超音波トランスデューサを有する場合、トランスデューサは、好適には、基準データ取得ステージにおいて異なる測定位置において基準超音波データを取得するために、処置の開始時に機械的に並進移動され、すなわち基準超音波データは、それぞれ異なる第１領域において取得される。好適には、基準データ取得ステージにおける基準スイープは、摂氏３７度の温度でのベースライン情報を提供する。本質的に、これは、処置の開始前のｔ＝０におけるＲＦエコーのシグネチャのスナップショットと考えられていることができる。基準超音波データは、処置フェーズ中、すなわち温度分布測定ステージの間、基準データ取得ステージ中に取得される超音波後方散乱と処置フェーズ中に取得される実際の超音波後方散乱との間の差に基づいて、超音波温度測定によって異なる第１領域の実際の温度分布を決定するために、使用されることができる。

スキャン位置、すなわち平坦な第１領域の位置、の間の距離が、生成されるべき計画される目標病変ボリュームと、必要とされるスキャン平面の数に基づいて決定されることができる。モデル提供ユニット１４によって提供されるモデルでありえ、異なる位置での熱勾配を示す熱モデルのアプリオリな情報が、平坦な第１領域の位置を決定するために使用されることができる。

基準スキャンが、基準データ取得ステージにおいて実施された後、１次元トランスデューサは、一般的にアブレーション先端に最も近い第１の位置に位置付けし直される。治療が開始された後、第１の平面における温度上昇は、対応する基準フレームとの比較を使用することによって、測定される。この第１の平面において、すなわち第１領域において測定される温度上昇は、提供される熱モデルに連続的に供給される。第１の平面において測定された温度が摂氏約５０度に近い場合、この位置での温度測定が止められ、１次元トランスデューサは、アブレーション先端から離れた次の空間位置へ、すなわち第２の位置へ、移動される。第１の位置からの温度測定値は、第２の位置から、第３の位置等からの測定値に添えられ、最適モデルパラメータは、制約としてこれらの温度測定に基づいて評価される。対応する最適化された熱モデルに基づいて、すなわち最適モデルパラメータに基づいて、ボリューム全体における３次元温度分布が決定されることができる。

上述の実施形態において、基準超音波データは、アブレーション処置の開始前に基準スイープを実施することによって、基準データ取得ステージにおいて取得されたが、他の実施形態では、温度分布測定方法は、このような基準超音波データの取得なしに実施されることができる。この場合、モデル提供ユニット１４によって提供される熱モデルは、測定された超音波データの基準温度を決定するために使用されることができる。特に、対象の提供される熱モデルは、治療中に温度分布がすでに測定された第１領域及び治療中に温度分布がまだ測定されていない第１領域の温度分布モデルを記述することができ、温度分布評価ユニットは、温度分布がすでに測定されている第１領域の測定された温度分布からの、温度分布がすでに測定された第１領域のモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、及び変更されたモデルから基準温度を決定することによって、温度分布がまだ測定されていない第１領域について基準温度を決定するために適応されることができる。例えば、１次元超音波トランスデューサは、時間ｔ_０から時間ｔ_１まで、第１の位置に最初に配置されることができ、この第１の位置で、すなわち対応する第１領域において、温度は、時間ｔ_１における温度まで、経時的に測定される。時間ｔ_１は、測定された温度がほぼ摂氏５０度に近く、摂氏５０度に等しく、又は摂氏５０よりわずかに高くなる時間によって、規定されることができる。次に、１次元超音波トランスデューサは、時間ｔ_１に第２の位置へ移動され、第２の位置、すなわちアブレーション先端までの距離がより離れている別の第１領域、における時間ｔ_１又はより具体的には時間ｔ_１＋Δｔにおける温度が、初期の第１領域においてすでに実施された温度測定に基づく熱モデルから予測される。別の第１領域における時間ｔ_１におけるこの予測された温度は、別の第１領域における測定のための基準温度であり、基準超音波データは、別の第１領域において時間ｔ_１に得られる超音波データである。１次元トランスデューサが第２の位置へ移動された後、時間ｔ_１から時間ｔ_２までの期間にこの位置で測定される温度上昇は、時間ｔ_２おける絶対温度を得るために、時間ｔ_１に熱モデルから導出された開始温度に加えられる。同じプロシージャが、もっと遠い別の第１領域について、時間間隔ｔ_２乃至ｔ_３、ｔ_３乃至ｔ_４、ｔ_４乃至ｔ_５、その他の期間に、実施されることができる。アブレーション先端から離れた個々の異なる空間位置におけるデータが利用可能であるので、非常にロバストなデータが、空間的且つ時間的な熱分布プロファイルを決定する熱パラメータを評価するために提供される。

１次元超音波トランスデューサの代わりに２次元超音波トランスデューサ、すなわち２次元超音波アレイ、が使用される場合、複数の２次元スキャン平面でイメージングする能力が提供される。データが取得されるスキャン平面、すなわち対応する位置及びゆえに第１領域は、好適には予め規定される。これらの予め規定されたスキャン平面において取得される超音波データは、時間ｔ_０にアブレーション先端に最も近いスキャン平面から始まり、時間と共に次第に離れた位置になる。これらの空間位置の各々において、すなわち各々の平坦な第１領域において、取得される超音波データは、超音波温度測定によってこれらの第１領域における温度分布を決定するために使用されることができ、決定された温度分布は、モデルパラメータ及び結果として得られる全体の温度分布を評価するために、熱モデルに供給されることができる。この実施形態では、２次元超音波トランスデューサが使用されるので、基準データ取得ステージにおいて、基準フレーム、すなわち人の温度が摂氏３７度である時間ｔ_０における異なる第１領域に関する基準超音波データが同時に容易に利用可能である。

上述の実施形態では、温度分布決定技法は、ＲＦアブレーションプロシージャに関連して使用されているが、他の実施形態において、温度分布決定技法は、他のアブレーションプロシージャのような他のエネルギー印加プロシージャと共に使用されることもできる。例えば、温度分布決定技法は、ＨＩＦＵ、マイクロ波アブレーション、レーザアブレーションその他と組み合わせられることもできる。

開示された実施形態に対する他の変更例は、図面、開示及び添付の請求項の検討から、請求項に記載の本発明を実施する際に当業者によって理解され達成されることができる。

請求項において、「含む、有する（comprising）」という語は、他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を除外しない。

単一のユニット又は装置が、請求項に列挙されるいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。

取得された超音波データ、モデルの提供、第１の温度分布、及び提供されるモデルに基づく第２の温度分布の評価等に依存して、１又は複数のユニット又は装置によって実施される第１の温度分布の決定のようなプロシージャは、任意の他の数のユニット又は装置よって実施されることができる。これらのプロシージャ及び／又は温度分布決定方法に従う温度分布決定装置の制御は、コンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用のハードウェアとして実現されることができる。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として供給される適切な媒体（例えば光学記憶媒体又はソリッドステート媒体）に記憶され／分散されることができるが、他の形式で、例えばインターネット又は他のワイヤード又はワイヤレスの通信システムを通じて、配布されることもできる。

請求項における任意の参照符号は、本発明の範囲を制限するものとして解釈されるべきでない。

本発明は、エネルギー印加素子を使用することによって、エネルギーが印加される対象内の温度分布を決定する温度分布決定装置に関する。第１の温度分布は、第１の温度レンジ内で第１領域において測定され、変更可能なモデルパラメータに依存して第１領域及び第２領域のモデル温度分布を記述するモデルが提供される。第２の温度分布は、第１領域の第１の温度分布からのモデル温度分布のずれが最小にされるようにモデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、第２の温度レンジ内で第２領域において評価される。これは、第２の温度分布を評価する間、第２の温度レンジ内のモデルパラメータの温度依存性を考慮することを可能にし、それにより、第２の温度分布の評価の正確さを改善する。

Claims (13)

1. エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定装置であって、エネルギーはエネルギー印加素子を使用することによって印加され、前記エネルギー印加素子は、前記エネルギー印加素子のところで温度を測定するように構成され、前記温度分布決定装置は、
   エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジ内で、対象内の第１領域における第１の温度分布を測定する温度分布測定ユニットであって、前記第１領域において超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得された超音波データに基づいて前記第１の温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有する温度分布測定ユニットと、
   変更可能なモデルパラメータに依存して、対象内の第１領域、該第１領域よりも前記エネルギー印加素子に近い第２領域、及び前記エネルギー印加素子のところのモデル温度分布を記述するモデルを提供するモデル提供ユニットと、
   前記第１領域の第１の温度分布から及び前記エネルギー印加素子のところで測定された温度からの前記モデル温度分布のずれが最小にされるように前記モデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、前記第１の温度レンジと異なる第２の温度レンジ内で、前記第２領域における第２の温度分布を評価する温度分布評価ユニットと、
   を有する温度分布決定装置。
2. 前記温度分布測定ユニットは、前記エネルギー印加素子に前記超音波プローブを固定するための固定具を有する、請求項１に記載の温度分布決定装置。
3. 前記超音波プローブは、互いに直交する及び第１領域を規定する２つの平面において、超音波データを得るように構成される、請求項１に記載の温度分布決定装置。
4. 前記変更可能なパラメータは、熱的パラメータ及び／又は電気的パラメータを含む、請求項１に記載の温度分布決定装置。
5. 前記モデル提供ユニットは、初期モデルパラメータにより前記提供されたモデルを初期化し、少なくとも１つの初期モデルパラメータが、対象特有のモデルパラメータである、請求項１に記載の温度分布決定装置。
6. 対象が生物であり、エネルギーが、生物の一部をアブレーションするために生物に印加され、
   前記温度分布決定装置が更に、アブレーションされた対象内の領域を規定するアブレーション領域を決定するアブレーション領域決定ユニットを有し、
   前記アブレーション領域決定ユニットは、前記評価された第２の温度分布が予め規定された温度閾値より高い温度を含む対象の部分を決定することによって、前記アブレーション領域を決定する、請求項１に記載の温度分布決定装置。
7. アブレーションされるべき関心領域を提供する関心領域提供ユニットと、
   前記決定されたアブレーション領域及び前記提供された関心領域を表示するディスプレイと、
   を更に有する、請求項６に記載の温度分布決定装置。
8. 前記温度分布測定ユニットは、前記第１の温度レンジ内で、個々の異なる第１領域における個々の異なる第１の温度分布を測定し、測定された第１の温度分布に依存して前記第１領域を変更し、
   前記モデル提供ユニットは、変更可能なパラメータに依存して、対象内の個々の異なる第１領域及び前記第２領域におけるモデル温度分布を記述するモデルを提供し、
   前記温度分布評価ユニットは、前記第１領域の第１の温度分布からの前記モデル温度分布のずれが最小にされるように前記モデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、前記第２の温度レンジ内で、前記第２領域における第２の温度分布を評価する、請求項１に記載の温度分布決定装置。
9. 前記温度分布測定ユニットは、前記第１領域の位置を変えることによって、前記第１領域を変更する、請求項８に記載の温度分布決定装置。
10. エネルギーを対象に印加するシステムであって、エネルギーを対象に印加するエネルギー印加素子と、請求項１に記載の温度分布決定装置と、を有するシステム。
11. 前記システムは、決定された温度分布に依存して前記エネルギー印加素子を制御するエネルギー印加制御ユニットを更に有する、請求項１０に記載のシステム。
12. エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定する温度分布決定方法であって、エネルギーはエネルギー印加素子を使用することによって印加され、前記温度分布決定方法は、
    温度分布測定ユニットによって、エネルギーが対象に印加される間、第１の温度レンジ内で、対象内の第１領域における第１の温度分布を測定するステップであって、前記温度分布測定ユニットが、前記第１領域において超音波データを取得する超音波プローブと、前記取得された超音波データに基づいて前記第１の温度分布を決定する超音波温度測定ユニットと、を有し、前記測定するステップが、前記エネルギー印加素子のところの温度を測定することを更に含む、第１の温度分布を測定するステップと、
    モデル提供ユニットによって、変更可能なモデルパラメータに依存して、対象内の第１領域及び該第１領域より前記エネルギー印加素子に近い第２領域における並びに前記エネルギー印加素子のところのモデル温度分布を記述するモデルを提供するステップと、
    温度分布評価ユニットによって、前記第１領域の第１の温度分布から及び前記エネルギー印加素子のところで測定された温度からの前記モデル温度分布のずれが最小にされるように前記モデルパラメータを変更することによって、エネルギーが対象に印加される間、前記第１の温度レンジと異なる第２の温度レンジ内で、前記第２領域における第２の温度分布を評価するステップと、
    を含む温度分布決定方法。
13. エネルギー印加素子を使用することによって、エネルギーを対象に印加することによって生じる対象内の温度分布を決定するためのコンピュータプログラムであって、コンピュータプログラムが請求項１に記載の温度分布決定装置を制御するコンピュータにおいて実行されるとき、前記温度分布決定装置に、請求項１２に記載の温度分布決定方法の各ステップを実効させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラム。

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